31 2.1: Introduction
Le ciment osseux fut développé à partir de 1936 par la société Kulzer, après la publication par Otto Rohm d’une thèse sur la polymérisation des méthacrylates qui sont le matériau de base du ciment osseux. En 1943, le premier ciment osseux polymérisable à froid breveté est développé par la société Heraus. En 1958, Sir John Charnley fixe pour la première fois une prothèse fémorale avec du ciment « acrylique auto-durcissable ». Mais, en réalité, les premières applications furent réalisées en dentisterie avec l’utilisation de « résine acrylique » [18].
Le ciment osseux est également utilisé en chirurgie tumorale, infectieuse. Depuis une vingtaine d’années, s’est développée progressivement une technique de stabilisation des fractures vertébrales par compression, appelée vertébroplastie et récemment améliorée et connue sous le nom de kyphoplastie.
Le ciment osseux n’a aucun pouvoir chimique ou biologique d’adhésion, que ce soit au niveau de l’os ou de l’implant. Son action est basée sur une interpénétration mécanique avec l’os. Il se comporte comme un mortier et non comme une colle. Il joue un rôle d’adaptateur de volume, de calage et de répartiteur de charges entre l’os et l’implant. Il permet d’augmenter la surface de contact entre la tige et l’os et donc de diminuer les zones de transmission de contraintes importantes : « high-spots » [19,20]. Les contraintes, reflet de la biomécanique de la hanche, sont multidirectionnelles en compression, tension, torsion, et sont maximales lors de l’impact au sol où elles peuvent atteindre jusqu’à neuf fois le poids du corps [21].
2.2 : Comportement de ciment osseux
2.2.1 : Caractéristiques générales du ciment osseux
Le ciment osseux est une résine acrylique, plus précisément un polyméthacrylate de méthyle (PMMA), auto-polymérisable utilisé largement en orthopédie depuis les années 1960. Bien qu'il soit employé depuis relativement longtemps, il n'en demeure pas moins que ses caractéristiques ne sont pas toujours bien comprises par la communauté scientifique. Ce chapitre traite donc de différents aspects du comportement du ciment osseux relatés dans la littérature, avec comme objectif ultime la compréhension de la formation des contraintes résiduelles.
32 2.2.1.1 : Le poly méthacrylate de méthyle (PMMA)
Le poly méthacrylate de méthyle (PMMA), qui est plus souvent connu sous le nom commercial Plexiglas®, est un polymère thermoplastique amorphe. Le PMMA, est obtenu lors de la polymérisation par addition du monomère de méthacrylate de méthyle (MMA} grâce à l'ouverture de la double liaison de l'atome de carbone contenu à l'intérieur [22]. La figure 2.1 représente la structure moléculaire de l'unité fondamentale de la résine de PMMA.
Figure 2.1 : Structure moléculaire du MMA et du PMMA
Le PMMA possède une température de transition vitreuse (Tg) avoisinant les 105°C ainsi qu'une densité pouvant varié de 1,15 à 1,195 g/cm3[23]. Généralement, le PMMA est reconnu pour ses très bonnes propriétés optiques (indice de réfraction élevé et excellente transparence) ainsi que pour sa grande inertie chimique qui lui procure par conséquence une excellente biocompatibilité; ce dernier avantage est plus que considérable pour des applications médicales [23,24]. De plus, les propriétés mécaniques du PMMA étant très bonnes (bien sûr en tant que polymère thermoplastique) ce matériau est tout désigné pour être utilisé comme agent de fixation des prothèses de hanche cimentées. Aussi, tout comme la grande majorité des polymères, le PMMA présente un comportement viscoélastique; son module d'élasticité est alors fonction entre autre de la durée du maintien de la contrainte [22].
33 2.2.1.2 : Constituants du ciment osseux
Les ciments osseux commerciaux disponibles sur le marché sont constitués à la base de deux composants, soit un sachet de poudre et une fiole de liquide (figure 2.2). Lors de l'opération de l'ATH, ces deux composants sont mélangés ensemble selon un protocole propre à chaque fabricant et lorsque le mélange est dans un état toujours manipulable (relativement liquide), il est transféré dans la cavité préalablement créée dans l'os.
Figure 2.2 : Composants d'un ciment osseux commercial
Selon le type de ciment, la poudre contient approximativement 90% de PMMA pré-polymérisés sous forme de micro-billes. Le 10% restant est typiquement composé de peroxyde de benzoyle (BPO), qui sert d'initiateur pour la réaction de polymérisation, et d'agents radio-opaques tel le sulfate de baryum (BaS04) ou le dioxyde de zirconium (Zr02), qui rendent le ciment osseux visible aux rayons X. La portion liquide quant à elle contient trois composants de base, soit une grande quantité de monomère (MMA) et de faibles quantités d'accélérateurs et de stabilisateurs [25]. Bien sûr, chaque type de ciment osseux commercial disponible possède sa propre composition chimique. Les principales différences résident dans le poids moléculaire et la quantité relative d'homopolymère2 et de copolymère3 [25]. D'autres différences peuvent être notées au niveau des quantités des autres constituants qui sont en moindre proportion, du matériau utilisé comme agent radio-opaque et de la présence ou non d'additifs spéciaux [25]
2.2.1.3 : Méthode de préparation du ciment osseux
Le ciment osseux est préparé selon deux grandes méthodes : à la main et sous vide. Le mélange à la main (figure 2.3a) consiste simplement à introduire le composant liquide et en poudre dans un bol (ou tout autre récipient ouvert) avec un instrument servant de
34 spatule. Le brassage des composants ne doit pas se faire trop vigoureusement afin d'éviter l'incorporation de bulles d'air dans le mélange.
La préparation sous vide (figure 2.3b) du ciment a évolué au cours des années et elle diffère légèrement selon les fabricants. En effet, chaque compagnie propose un ensemble de préparation sous vide qui est conçu pour le ciment osseux qu'elle fabrique. Le principe de la dernière génération d'équipement est bien simple: les composants du ciment sont mélangés, via une manivelle ou une poignée, dans un contenant étanche relié à une pompe qui aspire l'air à l'intérieur de ce dernier créant ainsi un vide. Lorsque le mélange est terminé, le contenant se transforme en seringue et le ciment est directement injecté dans l'os. Le résultat est que le ciment présent moins de porosités que le ciment mélangé à 1'air libre et à la main [25].
Figure 2.3 : Préparation du ciment (a) à la main et (b) sous vide
La méthode de préparation du ciment osseux à une grande influence sur le comportement et les propriétés de ce dernier et elle est au cœur de plusieurs débats en ce qui concerne le succès de 1'arthroplastie cimentée. Une revue exhaustive de la littérature réalisée par Lewis [25] sur les propriétés du ciment osseux fait ressortir l'influence de la méthode de mélange sur le ciment.
35 2.2.2 : Quelques propriétés du ciment osseux
La littérature concernant le PMMA industriel est abondante et relativement complète sur plusieurs aspects. Par contre, il n'est pas possible d'appliquer directement celle-ci au ciment osseux, car ce dernier est un mélange complexe de plusieurs composants chimiques que l'on ne retrouve pas dans le PMMA commercial [26]. Par conséquent, une multitude d'études concernant les propriétés du ciment osseux ont été réalisées et quelques revues de la littérature résument bien l'ensemble de ces études [26, 27, 28].
Il n'existe pas encore de standards formellement définis pour 1'établissement des propriétés physiques, comme c'est le cas pour les matériaux industriels. De plus, les propriétés du ciment osseux dépendent d'une foule de variables tels que [25, 29]:
a. la formulation du ciment (composition chimique); b. la taille et la distribution des particules;
c. la méthode de mélange (porosité); d. la température initiale du ciment osseux;
e. les conditions de polymérisation et de vieillissement du ciment; f. la forme des échantillons servant aux tests.
Par conséquent, il est quasi-impossible de définir des valeurs de propriétés précises pour le ciment osseux en général. Chaque sorte de ciment commercial présente des propriétés qui lui sont propres et en plus, ces propriétés peuvent varier pour un même ciment selon plusieurs facteurs externes; les comparaisons sont alors quasi-impossibles. Par conséquent, il est plus sage de définir une certaine plage de valeur pour chaque propriété.
2.2.2.1 : Résistance mécanique statique
Dans la vie de tous les jours, le ciment osseux d'un implant fémoral cimenté est soumis constamment à des chargements combinés relativement complexes. Pour cette raison, il est nécessaire de définir certaines propriétés mécaniques à l'aide de plusieurs types de tests. Le tableau 1 rapporte les propriétés en tension, compression, flexion et cisaillement du ciment osseux.
36 Tableau 1
Quelques propriétés mécaniques du ciment osseux [25]
Propriété Valeur
Résistance ultime
Tension (UTS) 24-49 Mpa Compression (UCS) 73- 117 Mpa
Flexion (Fs) 50- 125 Mpa Cisaillement (USS) 32-69 Mpa Déformation à la rupture Tension (τmax 1) 0,86-2,49% Module cl' élasticité Tension (E1) 1,6-4,1 Gpa Compression (Ec) 1,9-3,2 Gpa
Ses propriétés sont influencées par plusieurs facteurs. Ainsi, les conditions de préparation et d’implantation jouent un rôle important. En effet, dans des conditions opératoires, la porosité des ciments acryliques est de l’ordre de 8 %. Ces pores sont responsables d’une baisse des qualités mécaniques par un effet de concentration de contraintes. Une diminution de la porosité peut être obtenue par centrifugation du ciment [30, 31]. De même, l’inclusion d’eau, de sang, de moelle osseuse dans le ciment diminue les qualités mécaniques par lumination [32].
Le ciment osseux est un matériau fragile ou quasi-fragile : les essais de tractions réalisés sur des échantillons le confirment, car une relation linéaire existe entre la contrainte ultime (UTS), le module d'élasticité (E) et la déformation à la rupture [25].
2.2.2.2 : Fatigue du ciment osseux
Les forces transmises dans 1'articulation de la hanche sont en quasi-totalité de type cyclique. En effet, il ne suffit qu'à penser à 1'une des activités quotidiennes la plus banale qui soit, la marche, pour en arriver à cette évidence. Ceci explique en bonne partie le fait que la cause la plus fréquente du descellement aseptique de l'implant fémoral soit l'accumulation de dommage en fatigue dans le ciment [33].
Dans une étude menée par Jasty et al. [34], la présence de petites fissures dans le ciment osseux a été observée sur des spécimens vieux de seulement 5 ans. Les stries présentes sur les surfaces de rupture (figure 2.4) démontrent bien que les fissures se sont propagées par le phénomène de fatigue plutôt que par une simple surcharge.
37 Figure 2.4 : Présence de stries sur une fissure dans le ciment osseux [34]
2.2.2.3 : Fluage du ciment osseux
Le ciment osseux possède un comportement viscoélastique tout comme l'ensemble des polymères et ce comportement est à la base même du fluage et/ou de la relaxation des contraintes du ciment. Le fluage se produit lorsque pour une contrainte donnée, la déformation augmente avec le temps (figure 2.5a) tandis que pour la relaxation des contraintes, la contrainte diminue lors de l'application d'une déformation constante (figure 2.5b).
Yetkinler et Litsky [35] ont mesuré la relaxation des contraintes d'un ciment osseux (Simplex® P) mélangé à la main sous diverses grandeurs de déformations initiales constantes. Les observations réalisées amènent à conclure que la majorité de la relaxation se produit plutôt rapidement après 1'application de la déformation (entre 0 et 15 heures sur une période de mesure totale de 100 heures). Aussi, plus la déformation initiale appliquée est grande, plus la relaxation des contraintes est importante.
38 Figure 2.5 : Réponse viscoélastique des polymères (a) au fluage et (b) à la
relaxation des contraintes [35]
2.2.3 : Polymérisation du ciment osseux
Dans le ciment osseux utilisé en orthopédie et en dentisterie, la polymérisation du méthacrylate de méthyle est induite par un agent chimique: on parle alors d'une résine durcissante à froid, auto-polymérisable et auto-durcissante [24].
La réaction chimique entre les groupes actifs présents dans le système produit une transition progressive d'une pâte visqueuse en un polymère rigide [26]. Cette réaction de polymérisation du ciment osseux est en soi un phénomène complexe et est à l'origine de plusieurs effets secondaires.
Tout d'abord, quelques instants après que la poudre et le liquide aient été mélangés ensemble, un dégagement important de chaleur se produit dans le ciment durcissant. Ce dernier influe sur la quantité finale de monomère qui sera converti en polymère. Les variations de température causées par la réaction exothermique entraînent un changement dynamique de volume du ciment osseux tout au long de la réaction de polymérisation. Tout dépendamment des conditions initiales du système, des porosités peuvent même être induite dans le ciment. La figure 2.6 illustre les relations entre les différents mécanismes (ovales) faisant partie du processus même de polymérisation du ciment osseux. Dans les paragraphes suivants, il sera alors question de ces mécanismes de manière plus exhaustive.
39 Figure 2.6 : Relation entre les mécanismes du phénomène de polymérisation
2.2.3.1 : Réaction exothermique
La nature exothermique de la réaction de polymérisation combinée aux faibles caractéristiques de transfert de chaleur des polymères mène fréquemment à des températures de solidification élevées [26]. Le ciment osseux à base d'acrylique n'y fait pas exception.
2.2.3.1.1 : Évolution de la température
La température du ciment osseux varie pendant la polymérisation (figure 2.7). Au tout début, lorsque les deux composants, poudre et liquide, sont mélangés ensemble, la température demeure peu élevée et le taux de polymérisation est relativement faible [26]. Par la suite, la température augmente soudainement à cause de la nature
Mélange de la poudre et du liquide
Réaction exothermique Changement dynamique de volume Formation de porosité Taux de conversion du monomère
40 exothermique de la polymérisation. À ce stade, le taux de transfert de chaleur par conduction est plus faible que le taux de chaleur généré par la réaction. Par conséquent, une partie considérable de l'énergie libérée par la réaction s'accumule dans le système [26]. Finalement, au fur et à mesure que le mélange s'approche de la vitrification, la vitesse de la réaction et par conséquent le taux de chaleur produit diminuent. Passé ce point, la température décroît alors rapidement, car la quantité de chaleur produite est plus faible que la quantité de chaleur dissipée [26]. Cette évolution de la température au cours de la polymérisation a aussi été mesurée et observée de façon semblable par Ahmed et al. [36] ainsi que Roques et al. [37].
Figure 2.7 : Évolution de la température du ciment osseux au centre d'un moule cylindrique [26]
Le décours temporel de la température au sein du ciment osseux durant la polymérisation dépend de plusieurs facteurs dont [24 ,38,26]:
a. l'environnement extérieur (température, écoulement de l'air);
b. la température initiale de la prothèse, de l'os et des composants du ciment; c. le volume de la masse de ciment;
41 e. la méthode de mélange et les dispositifs de mélange utilisés;
f. la taille des particules de la poudre; g. le ratio liquide/poudre;
h. les propriétés thermiques (conductibilité et dilatation thermique) de la prothèse, de l'os et du ciment.
La nature exothem1ique de la polymérisation et les températures atteintes sont à 1'origine de plusieurs autres phénomènes se produisant dans le ciment osseux dont principalement la conversion finale du monomère (section 2.3.2) et les changements volumiques (section 2.3.3). Étant donné que le coefficient d'expansion thermique du ciment est relativement élevé, soit environ 3,0*10-5 à 4,7* 10-5 °C-1 [41], les variations de volume causées par la réaction exothermique risquent d'être assez importantes. Tous ces phénomènes accompagnant la polymérisation sont en quelque sorte inter dépendants.
2.2.3.1.2 : Températures maximales atteintes
Plusieurs études tant expérimentales que numériques ou analytiques se sont intéressées aux températures maximales atteintes dans le ciment osseux lors de la polymérisation et l'article de Dunne & Orr [38] en fait un bref rappel. Ainsi, les températures de polymérisation du ciment osseux mesurées se situent entre environ 40°C et 125°C [38, 39]. Or, la majorité d'entre-elles ont surtout porté attention à l'interface ciment-os, car les températures dégagées lors de la polymérisation du ciment osseux peuvent engendrer la nécrose thermale de l'os.
Toutefois, deux études ont utilisé un montage expérimental axisymétrique afin de relier la fom1ation des contraintes résiduelles et l'évolution de la température en cours de polymérisation. Ahrned et al. [36] ont mesuré la température à différents endroits dans l'épaisseur de ciment (Simplex@ P, Howmedica) d'un montage représentant un implant fémoral idéalisé. Les valeurs maximales atteintes sont de l20°C, 90°C et 95°C au centre, à l'interface tige-ciment et à l'interface ciment-os respectivement. Ces températures ont été atteintes environ 550 s après le mélange des composants du ciment. Avec un montage semblable, Roques et al. [11] ont placé un thermocouple à l'intérieur d'un tube métallique, faisant lieu de prothèse, entouré de ciment osseux (CMWl, Depuy) et ont mesuré des températures maximales de 63°C lors de la polymérisation après en moyenne 600s. Malheureusement, aucune donnée concernant la température à l'interface tige-ciment n'est mentionnée.
42 2.2.3.2 : Taux de conversion du monomère
La réaction de polymérisation progresse jusqu'à ce que le mélange polymère-monomère ne devienne solide. Lorsque la vitrification est atteinte, mêmes les plus petites molécules ont une mobilité extrêmement réduite et par conséquent, la diffusion des réactants chimiques devient grandement limitée. La réaction de polymérisation cesse alors et ce même si la conversion de monomère n'est pas complétée à 100% [26]. De plus, le taux de conversion final de monomère est dépendant de la température de durcissement du ciment : plus cette dernière est élevée, plus le taux de monomère résiduel est faible [26]. Par conséquent, les facteurs ayant une influence sur la température maximale jouent aussi un rôle sur la proportion finale de monomère converti dans la masse de ciment osseux et donc sur son comportement mécanique.
2.2.3.3 : Changement dynamique de volume
Les variations de température découlant de la nature exothermique de la réaction de polymérisation et le simple fait de mélanger les deux composants du ciment osseux (poudre et liquide) entraînent des changements de volume à l'intérieur du ciment osseux. Ainsi, lors de la polymérisation du ciment osseux, quatre mécanismes de changement volumique sont généralement identifiés. Le premier mécanisme est une contraction massique provoquée par la transformation du monomère initial vers un polymère plus dense. Cette contraction est aussi appelée « contraction de polymérisation » ou «contraction massique» [36, 24, 39, 11]. Le second est une expansion massique qui est quant à elle causée par la formation et la croissance de porosités à l'intérieur du ciment [36]. Les deux autres mécanismes sont une expansion et une contraction d'origine thermique causées par la nature exothermique de la réaction et les variations de température l'accompagnant [36, 11].
Des observations peuvent être apportées relativement aux variations de volume du ciment osseux et ce d'après certaines corrélations entre la progression du processus de polymérisation et le décours de variation de température. Ainsi, il est possible de diviser en trois étapes principales les variations de volume du ciment (figure 2.8). La première étape est une contraction se produisant bien avant le début de l'augmentation rapide de température. Le seul mécanisme responsable d'une telle contraction peut être la contraction massique causée par la polymérisation du ciment osseux. La deuxième étape est une expansion correspondant environ avec l'augmentation rapide de température. Cette expansion peut être attribuée à l'effet combiné de l'expansion thermique et de
43 1'expansion volumique causée par la formation de bulles de gaz. La troisième et dernière étape est une contraction se produisant après que la température de polymérisation du ciment osseux ait atteint sa valeur maximale. Cette contraction finale provient probablement des effets superposés de la contraction thermique et de la contraction massique causée par la polymérisation [36, 24].
Figure 2.8 : Stages de variation volumétrique du ciment osseux [39]
Figure 2.9 : Variation de volume d'un ciment osseux (a) mélangé sous vide et (b) mélangé à la main [40]
Tout comme la température, la variation de volume du ciment osseux peut être suivie lors de la polymérisation de ce dernier. Muller et al. [40] ont mesuré expérimentalement, à
44 l'aide de la théorie de la poussée d'Archimède, le changement dynamique de volume du ciment osseux polymérisant pour une préparation sous vide et une préparation à la main. Le ciment mélangé à la main montre une tendance à prendre de l'expansion (jusqu'à 1%) tout juste avant de se solidifier ce qui n'est pas le cas lorsque le ciment est mélangé sous vide (figure 2.9). Toutefois, autant pour le ciment osseux mélangé à la main que pour celui préparé